JP3763105B2 - Two-chamber pacing system - Google Patents
Two-chamber pacing system Download PDFInfo
- Publication number
- JP3763105B2 JP3763105B2 JP05702396A JP5702396A JP3763105B2 JP 3763105 B2 JP3763105 B2 JP 3763105B2 JP 05702396 A JP05702396 A JP 05702396A JP 5702396 A JP5702396 A JP 5702396A JP 3763105 B2 JP3763105 B2 JP 3763105B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- contraction
- ventricular
- interval
- fusion
- value
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/3627—Heart stimulators for treating a mechanical deficiency of the heart, e.g. congestive heart failure or cardiomyopathy
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
- A61N1/3682—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions with a variable atrioventricular delay
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Hospice & Palliative Care (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Description
【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、心臓ペーシングシステムと方法に関し、特に、肥大閉塞性心筋症を有する患者のために、心房信号に同期した心室ペーシングパルスを供給する2腔心臓ペーシングシステムと同方法に関する。
【0002】
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】
肥大閉塞性心筋症(HOCM)は、大動脈下の圧力勾配に顕著な増加を引き起こす狭窄した左心室流出路(LVOT)によって特性を決定される。狭窄したLVOTは、心室中隔の肉厚の増大によって引き起こされ、心収縮期間や心臓血液搏出の時点で血流が通れなくする。
【0003】
ある場合には、HOCM患者の症状を標準的薬物療法を使用して改善できる。しかしながらこの治療に使用する薬剤に問題があることが文献で指摘されている。また外科的関与、たとえば中隔筋切除術や僧帽弁置換による治療も採り得る。しかしながら、これら外科的治療は死亡率が高く、この種の疾患の歴史を変え得るものにはなっていなかった。「Permanent Pacing As Treatment For Hypertrophic Cardiomyopathy」(Kenneth M.McDonald等、American Journal of Cardiology、第68巻、第108−110頁、1991年7月発行)を参照されたい。
【0004】
HOCMによる苦しみから患者を救うには、2腔心臓ペーシングによる治療が有効なことが、文献的にわかっている。現代の多重モード2腔心臓ペースメーカーは、損傷したか、羅病して自律できなくなった心臓の房室同調性を維持することが目的である。例えば、DDDペースメーカーは、心房と心室への電気的接続を有し、患者の心臓の両方の室で電気信号を感知し、自然の心房収縮を示す信号がない時に心房ペーシング刺激を供給し、自然の心室収縮を示す信号がない時に心室ペーシング刺激を供給する。この種の2腔ペースメーカーは、各心房事象後に制御された房室間隔で心室ペーシングパルスを供給することにより、心臓の房室同調性を維持する。
【0005】
HOCMで苦しむ患者を、心室ペーシングパルスを感知されたかペーシングされた心房脱分極とタイミングをとって同調供給するという2腔ペーシングの特定モードで救えるかもしれないという研究がある。自発的房室心ブロック伝導が左心室を活動化する前に、右心室肺尖をペーシングすると、心室中隔の活動パターンを変更すると考えられる。これは中隔の左方への運動を減少させ、それによってLVOT閉塞症と大動脈下の圧力勾配を減少させる。
【0006】
心室捕捉を達成することの重要性を強調し、HOCM患者のための同期されたA−Vペーシングの考え得る利点を一様に確認している文献がある。「完全な心室捕捉」を引き起こすことは、上述の中隔動作を得るために重要であるが、完全な心室捕捉を達成する最長の房室遅延を選択することは、心室充満に対する心房の寄与を最大にするために重要である。米国出願第08/214,933号(出願日1994年3月17日、発明の名称Methodand Apparatus For Dual Chamber Cardiac Pacing)を参照されたい。供給するペーシングパルスは、「早期興奮」(pre−excitation)、即ち中隔の前の心室肺尖の脱分極を供給すべきである。この変更された中隔の収縮のパターンが、最適な左心室充満だけでなく、ペースメーカー治療のこのモードにとって重要であることがほぼ認識されている。また、そのような同期された房室ペーシングをHOCM患者に供給すると、長期の効果、即ちペーシングの休止後に残る効果を確立するように思われる。そのような房室ペーシングが、ペーシングの休止後に洞調律で持続するLVOT閉塞症の減少を引き起こすからである。
【0007】
文献的には、AV補充収縮間隔は、異なる運動レベルで心室捕捉を維持する最長持続期間にセットされるべきであることが示されている。上記McDonald論文を参照されたい。ペーシングパルスによる心室の最大早期興奮のために許容されるAV補充収縮間隔は、最も幅の広いペーシングQRS群持続期間を生じさせるAV補充収縮間隔を決定することによって選択され得ることが指摘されている。Fananapazir等のCirculation第8巻、第6号、1992年6月、第2149−2161頁によって「Impact of Dual Chamber Permanent Pacing in Patients With Obstructive Hypertrophic Cardiomyopathy With Symptoms Refractoryto Verapamil and B−Adrenergic Blocker Therapy」を参照されたい。
【0008】
周期的に内因性のAV伝導時間(AVC)の値を決定するためにチェックし、AV補充収縮間隔を得るためにそこから心室感知オフセット間隔(VSO)を減算するというペースメーカーが知られている。完全な捕捉から生じる心室脱分極の波形が見つけられて比較のために記録された後、一個以上の心室感知事象の結果によりAV補充収縮間隔は延長された値にセットされる。AVC値は、心房事象と感知されたR波の間の時間差として決定される。この後、ペースメーカーが良い捕捉を示す波形を伴うR波を見い出すまで、ペースメーカーAV補充収縮間隔はさらに減少させられる。AVCとAVの捕捉値の間の差はUSOであり、その後ペースメーカーはAV=AVC−VSOをセットする。
【0009】
HOCM患者の同期ペーシングのための先行技術では、房室遅延かAV補充収縮間隔を周期的に評価する必要性が認識されている。患者の自発的房室心ブロック伝導時間は、例えば静止から運動状態への変化時に、心拍数と共に変わる。さらに、ベータブロッカーのような同時薬剤治療がAV伝導時間を変更し、房室遅延についての評価の更新を必要とするかもしれない。完全な心室捕捉を確実にするために、もし房室遅延があまりに短い値に調整されると、心室充満への心房寄与が損なわれる。しかしながら、もしAV補充収縮間隔が、あまりに大きな値に調整されると、心室捕捉は損なわれ、そして心室ペーシングの発現がなくなったり、あるいは心室ペーシングがLVOT閉塞症の最も望ましい減少に寄与しなくなるかもしれない。それゆえに、この治療では、AV補充収縮間隔を連続的に調整することができるようにするために、供給した心室ペーシングパルスによる効果を与えるには長過ぎるAV遅延が生じるような自然の心拍の発現を避ける一方で、内因性のAV伝導時間を安全に短い値に確実に位置させることが重要である。
【0010】
【課題を解決するための手段】
本発明は、HOCM患者での2腔ペーシング治療のための自動的AV遅延アルゴリズムの根拠として心室融合収縮検知を利用する装置と方法を提供する。2腔ペースメーカーの房室間隔を自然の伝導時間とほぼ同じ値にセットするとき、心室ペーシングパルスは、自然のR波と同時に発生し、「融合」として知られる状態が結果として生じる。この状態は、必ずしも有害ではないが、ペーシングパルスのエネルギーが心臓の組織で無駄にされペーシングパルスに応答しないので、望ましくないものとして見られていた。融合が生じるとき、結果として生じるR波の形態は、自然のQRS群波形や供給されたペーシングパルスによる最大捕捉の結果とは異なる。この形態変化は、R波とT波の周波数内容の変化を含む。また、ペーシングパルスによって誘発されるT波の振幅は、融合が達成されるときに減少する。自然の心室脱分極(VS)の後のT波の振幅は、T波感知アンプで感知するにはあまりに低い。従って、連続した心室刺激パルスを、内因性の房室間隔に向けて連続して増大する房室遅延を伴って供給すれば、T波形態の変化、特にT波振幅の減少が、房室間隔が融合収縮を生じさせる値に近づくのにつれてと観察できる。従って、概ねオフセットを差し引いた内因性のPR間隔(AVC)に対応する房室遅延が融合が生じる値(AVfus)に近づくときの、及び近づくにつれての指標としてT波応答をモニターするペースメーカーを提供することができる。ペースメーカーは、融合が生じる少し前に心室ペーシングパルスを供給するために、ペースメーカーAV補充収縮間隔(AVesc)を調整するためにこの情報を利用する。融合拍動中に現れる心室ペーシングパルスは、最大限の捕捉を提供せず、ペースメーカーによって使用されるAVescの動的最大範囲として融合の開始を使用することが望まれる。
【0009】
そこで本発明のペースメーカー装置と同方法では、ペースメーカーは、完全心室捕捉を最大にするために、AVfusの最大限の範囲内の房室遅延を調整するアルゴリズムを使用する。最適の早期興奮を維持することにAVescを適合させるために、ペースメーカーは、心室融合の開始が検出されるまで房室遅延を増大するようにプログラムが組まれている。心室融合検知か融合の開始に続いて、AVescがすぐに完全心室捕捉を保証する値に短縮され、それに続いて、心室融合が再び検出されるまで、AVescは脈拍ごとに増大される。AVescを調整するための制御変数として心室融合を使用することによって、AVescの連続的、自動的調整が提供され、ほぼ完全な融合開始の捕捉の場合以外のペーシングパルスによる連続的捕捉を伴って、内因性の房室伝導より小さい動的範囲内にAVescを保持する。この装置では、本発明のペースメーカーが、感知された心室事象か複数の融合収縮をも被ることの必要性を排除する一方で、心室充満のために最適の房室遅延を提供し、それによって、HOCM患者のためのペーシング治療の効果を最大にする。
【0010】
好ましくは、AVescを調整するための駆動変数は、T波検知である。本発明の装置は、T波振幅をモニターし、このT波振幅がT波検知の失敗を表示するために十分な絶対的あるいは相対的な量だけ降下するかを決め、融合か融合開始を表示する。ペースメーカーはまずAVesc中の攻撃的な減少をたとえば20m秒に制定するよう応答し、その後、連続したペースメーカー周期の間にAVescをインクリメントするためのプログラムを実行し、AVfusの先行実測値の方へAVescを戻す。好ましくは、AVescがAVfusの先行決定する値に近づくにつれて、AVescはより短い増分で増大され、それによって内因性の房室導通期間の終了前に供給するペーシングパルス数を最大にする。
【0011】
【発明の実施の形態】
以下本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。図1は、密閉シールしたハウジング8を有し、一般的にはチタンのような生物学的適応性金属で作った2腔ペースメーカー6の外部の構造を示す。カバー8の頂部にコネクターブロックアセンブリ12が取り付けられ、リード14と16の近位端に位置する電気的コネクターを受け入れている。リード16は、2つの電極20と21を担持している心房ペーシングリードである。電極20と21は心房脱分極を感知し、心房ペーシングパルスを供給するために使用される。心房ペーシングパルスは、電極20と電極21の間で或いはペースメーカー6の電極21とハウジング8の間で供給される。心房脱分極の感知は、電極20と電極21の間で或いは電極20と21のどちらかとペースメーカー6のハウジング8の間でも生じ得る。
【0012】
同様にリード14は、2つの電極28と29を担持している心室双極ペーシングリードを示す。心房のリード16と関連して上記したように、電極28、29は感知に使用され、心室をペーシングする。心室ペーシングは電極29と28の間で或いはペースメーカー6の電極29と導電性のハウジング8の間でなされる。心室信号のセンシングと脱分極(QRS群波と)再分極(T波)は、電極29と28の間で或いは電極29と28のどちらかとペースメーカー6のハウジング8の間でもなし得る。
【0013】
本出願で論じるように、ペースメーカー6の好ましい例は、DDDかDDDRペーシングモードで作動し、ペーシングパルスが心房と心室に送られ、心房及び心室の脱分極は、それらが検出された室で次のスケジュールされたペーシングパルスの供給抑止に効果的である。DDDRは、薬で誘発される変時性無能力を有する患者のために用いられ得る。本発明は、DDDかDDDRペーシングモードで作動しているペースメーカーに最適と思われる。またある患者では、感知された心房脱分極にだけ同期した心室ペーシングパルスを供給するか、それぞれ患者の特定の潜在的心臓状態に基づいて心房ペーシングパルスを供給するだけであるVDDかDVIモードで装置を作動することに効果がある。しかしながらDDDかDDDRモードが本発明を実施するために、最も広く使用されるモードである。
【0014】
図2は、心臓10に接続したものとして図1で示されたペースメーカーのブロック機能図である。図示の回路は、全てペースメーカーの導電性のハウジング8内に位置する。そして、双極リード14、16は、回路に直接結合したものとして図示される。しかしながら、もちろん実際の装置では、それらは図1で示したコネクターブロック12に挿入された着脱可能な電気的コネクターによって結合される。
【0015】
概ねペースメーカーは、マイクロコンピューター回路302とペーシング回路320に分割される。パルス発生出力増幅回路340は、リード16上の心房電極20、21により心臓10へ接続した心房パルス発生出力増幅回路結合だけでなく、リード14上の電極29、28により心臓10へ接続した心室パルス発生出力増幅回路結合を含む。同様に、ペーシング回路320は、心房及び心室センスアンプをセンスアンプ回路360に含む。センスアップ回路360は、リード14、16により、心房と心室に接続する。心室センスアンプは、公知の態様で、QRS群波及びT波信号の分離検知と識別のために備えられる。パルス発生出力増幅回路340とセンスアンプ回路360は、パルス発生器とセンスアンプを含む。これらは、市販の心臓ペースメーカーに採用されているものである。タイミングの制御とペースメーカー回路の範囲内の他の機能は、タイマーと対応する論理セットを含むデジタルコントローラー/タイマー回路300によって供給される。デジタルコントローラー/タイマー回路330は、装置の基本的ペーシング間隔を規定する。ペーシング間隔は、心房感知かペーシングで開始され、呼気において心房ペーシングをトリガーするA−A補充収縮間隔の形態を取り得るし、心室感知かペーシングで開始され、心室パルスペーシングを呼気でトリガーするV−V補充収縮間隔の形態を取り得る。後述のように、同様にデジタルコントローラー/タイマー回路330は、A−V補充収縮間隔(AVesc)を規定する。規定間隔の特定値は、マイクロコンピューター回路302により、データ及び制御バス306を介して制御される。感知された心房脱分極は、デジタルコントローラー/タイマー回路330にA事象線352を介し伝えられ、心室脱分極(QRS群波)は、デジタルコントローラー/タイマー回路330にV事象線354を介して伝えられ、そして、心室再分極(T波)は回路330オンにT波線353を介して伝えられる。心室ペーシングパルスの発生をトリガするために、デジタルコントローラー/タイマー回路330は、Vトリガー線342上にトリガ信号を発生させる。同様に、心房ペーシングパルスをトリガするために、デジタルコントローラー/タイマー回路330は、Aトリガー線344上にトリガパルスを発生させる。
【0016】
デジタルコントローラー/タイマー回路330も、センスアンプ回路360中のセンスアンプの作用を制御するために時間間隔を規定する。一般的にはデジタルコントローラー/タイマー回路330は、心房ペーシングパルスの供給の後に心房感知を使用不能とする心房ブランキング間隔と、心房、心室ペーシングパルスの供給後に心室感知を使用不能心室ブランキング間隔を規定する。デジタルコントローラー/タイマー回路330は、心房感知が使用不能な心房不応期をも規定する。この不応期は、感知あるいはペーシングされた心房脱分極の後に続いてAV補充収縮間隔の開始から、心室脱分極の予感知か心室ペーシングパルスの供給後の予め定めた時間まで延びている。同様にデジタルコントローラー/タイマー回路330は、心室感知の後の心室不応期か心室ペーシングパルスの供給を規定する。それは心室感知に続く心房不応期かペーシングの部分一般的にはより短い。デジタルコントローラー/タイマー回路330も、感度調節回路350によるセンスアンプ360の感度設定を制御する。この感度調節回路は、QRS群波とT波を見分けるために利用され得る。この点については米国特許第4,665,919号を参照されたい。
【0017】
図2で示された実施形態では、レート応答ペーシングの供給を可能にするために、ペースメーカーは、患者の体動をモニターするピエゾ電気センサー316を備え、規定ペーシングレート(A−A補充収縮間隔かV−V補充収縮間隔)は酸化血液のための増大されたデマンドと共に増大する。センサー316は、感知された体動に応じて電気信号を発生させる。体動回路322によって処理されてデジタルコントローラー/タイマー回路330に供給された。体動回路332と対応するセンサー316は、Anderson等の米国特許第5,052,388号やBetzold等の米国特許第4,428,378号に開示された回路に対応する。同様に、本発明は、酸素センサー、圧力センサー、pHセンサー及び呼吸センサーのようなレート応答ペーシング能力を提供することでの使用で知られている全ての他のタイプのセンサーと関連しても実施し得る。またQT時間は、いかなるセンサーも必要でない場合に、レートを示すパラメーターとして使用され得る。同様に本発明は、非レート応答ペースメーカーでも実施し得る。
【0018】
図2で示された外部のプログラマー9との間の伝送は、アンテナ334と対応するRF送受信機332によってなされる。RF送受信機332は、受信されたダウンリンクテレメトリーを復調し、アップリンクテレメトリーを伝送する。電池318が電力を供給する間、水晶発振回路338は、回路の基本的タイミングをとるクロックを供給する。パワーオンリセット回路336は、初期動作条件を規定するための電池への回路の初期接続に応答し、同様に、低電池状態の検知に応じて装置の作用状態をリセットする。基準電圧及びバイアス回路326は、固定した基準電圧と電流を、ペーシング回路320内のアナログ回路のために発生させる。AD変換器ADCとマルチプレクサー回路328はアナログ信号と電圧をデジタル化し、RF送受信機回路332を経たアップリンク伝送のために、センスアンプ360からの心臓信号の実時間テレメトリー供給をする。基準電圧及びバイアス回路326、ADC及びマルチプレクサー328と、パワーオンリセット回路(POR)336及び水晶発振回路338は、市販の植え込み型の心臓ペースメーカーで使用されているものである。
【0019】
マイクロコンピューター回路302は、デジタルコントローラー/タイマー330の操作可能機能を制御するために、どのタイミング間隔を採用するかを指定し、データ及び制御バス306を介して種々のタイミング間隔の持続期間を制御する。マイクロコンピューター回路302は、マイクロプロセッサ304と対応するシステムクロック308と基板搭載RAM回路310、312を含む。それに加えて、マイクロコンピューター回路302は、分離したRAM/ROMチップ314を含む。マイクロプロセッサ304は、通常は駆動された割り込み、動力消費節約モードで作動しており、規定割り込み事象に応じて起動され、心房、心室ペーシングパルスの供給だけでなく心房、心室脱分極を感知する。加えて、もし装置がレート応答ペースメーカーとして作動するならば、タイミングをとった割り込み、たとえば周期毎か2秒毎の割り込みが、マイクロプロセッサがセンサーデータを分析するのを可能とするために供給され、装置の基本的レート周期(A−AかV−V)を更新する。加えて、好ましくは、マイクロプロセッサ304は、可変のA−V補充収縮間隔と、基本的レート周期の持続期間の減少と一緒に持続期間も減少する心房、心室不応期を規定するのに役に立つ。特にマイクロプロセッサは、図3〜6で示されたルーチンを実行するために使用される。
【0020】
図2の回路は典型例であって、市販のほとんどのマイクロプロセッサ制御心臓ペースメーカーの一般の機能的構成に対応する。本発明は、現存するマイクロプロセッサ制御2腔ペースメーカーの基本的ハードウェアを使用して、マイクロプロセッサ回路302のROM312に記憶されたソフトウェアを容易に実施できる。しかしながら本発明は、カスタム集積回路かハードウェアとソフトウェアの組み合わせによっても実施できる。
【0021】
図3〜5を参照すると、本発明のペースメーカーによって、HOCM治療を提供するために、心室の最適同期ペーシング用のAVescを調整する方法を遂行するために取られる処理ステップの一般フローチャートが示される。このフローチャートのステップは、マイクロコンピューター回路302によって実行される。これはHOCM治療のためにAVescを制御することに関係があるステップを簡単に説明しているフローチャートであり、典型的な2腔ペースメーカーの各周期間に生じる多くの他のステップと応答を含まない。図3〜5で示された論理では、心房ペーシングパルス後の内因性のAV伝導時間が感知された心房脱分極を米国出願第08/214,933号で「心房感知オフセット」或いはASOとして述べられた量だけ超えることがわかる。心房ペーシングに続くAVescがPAVとして規定され、心房感知に続くAVescがSAVとして規定され、そしてPAV=SAV+ASOとされる。一方、本発明はSAVとPAVの分離した値を発生させるように示されるが、本発明はこれに限定されない。
【0022】
ブロック401で、図3〜5のルーチンは、心房事象と思われるものを待っている。事象が生じると、ルーチンはブロック402に行って、心房補充収縮間隔(Aesc)のタイムアウトが存在したかどうか決める。もしYESならば心房ペーシング(AP)を供給するべきであるということをこれは示し、ブロック404で行われる。それからブロック406でルーチンはPAVにAVescをセットて、AVescのタイムアウトを開始するために、ブロック412に行く。ブロック402に戻ると、もしAescのタイムアウトが存在しなければ、ペースメーカーはブロック408に進んで、初期の心室感知(VS)が存在したかどうか決める。YESであれば、ルーチンはブロック409に分岐し、適切にタイミングをリセットし、その後ブロック401に戻る。しかしながら、通常はブロック408で事象がVSでなければ、心房感知(AS)であったということを意味し、ルーチンはブロック410に進み、SAVの現在の値にAVescをセットする。この後、ルーチンはブロック412に行き、心房補充収縮間隔AescのタイムアウトとAV補充収縮間隔AVesc(SAVかPAV)のタイムアウトを開始する。それからブロック414で、ペースメーカーは次の事象(通常は1つの心室事象)を待つ。ブロック415でペースメーカーは、事象がAVescのタイムアウトであったかどうかの最初の決定によって事象に応答する。NOであれば、心室感知が存在したということを意味し、ペースメーカーは、ブロック417に進み、PAVとSAVを次の心室ペーシングパルスによって捕捉を確実にするより短い値にリセットする。例えば、AVescの後続するタイムアウトが心室捕捉を確実にするのに十分早く生じることを保証するために、これらの値の各々を50ミリ秒でデクリメントすることができる。しかしながら、後述のアルゴリズムは、VSの発生を避けることが目的であり、ペースメーカーは、めったにこの経路を取るべきではない。
【0023】
ブロック415でAVescのタイムアウトが存在したならば、ペースメーカーはブロック418に進んでVペーシングを供給する。ルーチンは、この後にブロック420に進んで房室データをモニターする。上述のように、このデータは好ましくはT波振幅かT波形態である。このデータを入手すると、ペースメーカーが、AVescを最大にするための予め定められたアルゴリズムに従って、結果として生じる早期興奮を最適化するために、ブロック422においてPAVとSAVの値を調整する。この後に、ルーチンはブロック401に戻り、次の心房か心室事象(PVC)待つ。
【0024】
好ましい実施形態では房室データをモニターし、各ペースメーカー周期ごとにAVescを調整しているが、本発明ではこれらのステップは、他の周期的あるいはプログラムされた根拠で行うことができる。
【0025】
図6を参照すると、ブロック422に対応して実行されるステップの簡単なフローチャートが示される。ブロック422は、融合に対応する値の方へAVescを動かすための調査かスキャンを含む。モニターされたデータに基づいて、ブロック424でAVが調整されるべきであるかどうかペースメーカーは決める。もしYES。ならばルーチンは、ブロック425で示すようにPAVとSAVを調整する。しかしながら、NOであれば調整が適切であり、ルーチンはブロック426に行く。そしてペースメーカーが房室調査かスキャンを行うようにプログラムが組まれているかどうか決める。NOであればルーチンは終了する。しかしながら、もしサーチすることがプログラムされていればブロック427に行き、予め定められた調査ルーチンに従ってAVescを調整する。調査ルーチンは、融合値へAVescを向けることが目的である。調査ルーチンは、プログラムされたルーチンでもあり得る。たとえば、ルーチンの1つを図5B、5C、5D、5Eで示す。
【0026】
図5を参照すると、走査やサーチだけでなく、AVを調整するための単純なルーチンを要約した簡単なフローチャートが示される。ブロック429でV感知が存在したかどうかルーチンは決める。もしYESならばルーチンは、ブロック430に分岐し、Δ1、たとえば、25か50ミリ秒でAVをデクリメントする。しかしながら、V感知がなければ、ルーチンはブロック432に行き、調整すべきか否かをモニターデータが示すかどうかを決める。YESであれば、ルーチンはブロック433へ行き、AVをΔ2(Δ1と同一かΔ1より小さい)デクリメントする。ブロック432でデータが調整を示さなければ、ルーチンは単純なスキャンステップを実行するためにブロック434に行く。即ちAVをΔ3(好ましくは5ミリ秒のような小さい値)インクリメントする。
【0027】
図6を参照すると、図3〜5の第1の実施形態のブロック420、422に対応する本発明の装置と方法のより詳細なフローチャートが示される。図6では、論旨を簡単にするために、SAVとPAVを区別せずAVescの調整だけが示される。ブロック435で、T波が線353で検出されたかどうか見るために、ペースメーカーは、心室センスアンプ応答をモニターする。NOであれば、即ちT波振幅に顕著な降下があったならば、供給されるVPが融合収縮の結果として生じたこと、或いは近似の融合か類似の融合拍動が少なくとも生じたことを示す。この場合、ルーチンはブロック440に分岐して、て融合収縮につながったAVescの現在値に可変の指定されたAVfusをセットする。もしT波がブロック435で検出されれば、ルーチンはブロック437に進んで、そしてT波(Tamp)の振幅を決定して、そしてTampの先行値と比較する。現在のT波感知アンプの感度、例えばVitatron Medical社によって作られるQ−Tレート応答ペースメーカーで使用されるようなものは、0.5−3.0mVの範囲内でプログラムでき、比較は0.25mVに作ることができる。ブロック438で、ペースメーカーは、Tampの変化を比較して予め定められた閾値Thを超えるデクリメントが存在したかどうかを見る。たとえT波がまだ検出されるとしても、T波振幅の中の急激、かつ顕著な降下が確実に融合の開始を示すことができるので、この比較をなし得る。本の発明のこの実施形態に従えば、融合の判定基準は、T波感知のどちらの1つの減少或いはThを越えるT波振幅の減少(たとえば少なくとも25%)である。もしそのような急激な降下が生じるならば、ペースメーカーは、ブロック440においてAVfusの値を調整する。それからそれはブロック442でAVescをデクリメントする。デクリメント値は、固定的プログラム値にできるが、より適当には、以下においてより詳細に論じるように、AVfusとその経歴に従うペースメーカーによって算出された値である。しかしながら概ねブロック442で示されるように、AVfusの第1の関数(f1(AVfus))としてAVescを調整することが、望ましい。ブロック438に戻ると、もし突然降下するT波振幅が存在しなければルーチンはブロック443に分岐する。融合(AVfus)に対応する値の方へ値を取るようにAVescをインクリメントする。以下において述べるように、増分量を異なる基準に従って変化さえ得る。図6で示すように、AVescは概ねAVfusの第2の関数(f2(AVfus))に従ってインクリメントされる。その後ブロック445で、図5B〜5Eに関連して以下に述べるように、Vescの現在のスキャンに関するデータが、f1及び/またはf2を変えることに使用するために記憶される。
【0028】
上述のように、振幅以外のT波の特性は、融合の開始の検出に使用できる。AVescがAVfusに近づくとき、T波の周波数特性と形態が変化する。それゆえに、持続期間や傾きのようなT波の一個以上の特性をモニターすることによって本発明は実施されることができる。同様に、誘発されたR波持続期間に対する刺激とR波形態は、顕著に融合で変化し、制御変数として使用できる。
【0029】
図7(A)を参照すると、感知された心室事象の検知に基づき、本発明の利点を利用しないペースメーカーアルゴリズムの結果が示され、感知された心室信号(VS)を得るまでの内因性のPR間隔を通してのこのアルゴリズムはAV遅延をスキャンする。その後、房室遅延はデクリメントされ、調査が繰り返される。図示のように、これは、HOCM患者がペーシングパルスによる早期興奮の効果を得ないポイントにおける捕捉の周期的の減少の結果として生じる。対照的に、図7(B)は本発明による走査アルゴリズムを示し、ペースメーカーは、内因性のPR間隔より少し短い房室遅延で融合を検出する。図7(B)は、比較的に一定の内因性のPR間隔を伴い、毎回その融合が波の不存在か顕著な減少によって検出され、アルゴリズムは予め定められた量、たとえば20ミリ秒でAVをデクリメントする状況を示す。この実施形態では、ブロック442で、AVescは予め定められた量だけ融合収縮後にデクリメントされる。この予定量は、固定的にプログラムされた量か、融合が見られたとみの房室遅延、すなわちAVfusの関数とすることができる。図7(B)で示すように、大体において完全な一定の潜在的PR間隔のために、ペースメーカーは、ブロック442における20ミリ秒の初期デクリメントとブロック443にける1ミリ秒の固定的増分のために、融合を検出する前にN周期(例えばN=20)を通して房室遅延をインクリメントする。しかしながら内因性のPR間隔が一定のままでなく、運動その他の理由で変化することをわかっていなければならない。例えば図7(C)は、たとえば運動の間に短縮か減少している内因性の間隔のある状況を示す。また図7(D)は、たとえば運動の休止後に増大している内因性のPR間隔のある状況を示す。
【0030】
本発明の1つの実施形態において、ペースメーカーは、ブロック445における作用部分としてAVescがインクリメントされた走査周期、すなわちカウントNを数えるようにプログラムが組まれている。もしNがその公称値の75%〜125%の間(たとえば15と25の間)のままであるならば、潜在的PR間隔は一定であるとみなされる。もし潜在的PR間隔が図7(C)で図示されたように縮まるならば、2つ融合検知(N)の間の脈拍の数が減少する。例えば、もしNがその公称値(No)の75%(たとえば15)よりそんなに落ちないのであれば、比較的に攻撃的な短縮とペースメーカーアルゴリズムが脈拍の予め定められた数に渡って一定の房室遅延(AVesc)を維持することによって応答するということを示す。この場合、AVescをインクリメントするための式が、それを定数の状態に保つ。即ちf2(AVfus)=Kとする。通常はこの状況で、患者のPR間隔の短縮が、多くとも20脈拍後に再び融合検知を引き起こす。しかしながら、脈拍の予め定められた数の後にどんな融合も検出されなければ、直進性のAV(たとえば1ms/拍)はインクリメントを遅らせ、再開させる。
【0031】
図7(Dを参照すると、運動からの回復の間に患者の内因性のPR間隔が長くなっているように示され、2つ融合収縮の間の周期数Nが増大することが見られる。別の実施形態によれば、Nが基準Nの固定的割合(たとえばN≧1.25N0)を超えるとき、アルゴリズムは、房室増分のステップサイズを増大する(たとえば1ms/拍から2へ)ことによって応答する。NがN0の25%の範囲内に再びなることが検出されるとき、アルゴリズムは、より小さいステップサイズ増分に回復する。従って融合収縮の間の計数周期の技術は、AVfusをトラッキングし、ブロック443でAVescをインクリメントするためにf2関数を調整する場合の特定の実施形態ある。
【0032】
本発明では、最適の充満のために房室遅延を最大にして、その一方で、捕捉が時折見逃がされるようにAVescをあまりに長くすることを避けるために、AVescを調整する他の代替のプログラムが可能である。いかなる代替のアルゴリズムでもその目的は、患者の潜在的レートと内因性のPR間隔が変化している状況の間にも、血行のための最適の房室遅延を維持し、その一方で最大限の捕捉を確実にすることである。図7(E)は、代替のアルゴリズムの例において、融合に続くAVescをデクリメントする異なるf1と、融合の後にAVfusをインクリメントする異なるf2を示す。この例でf1関数は、融合の検知によりAVecの自動的ステップ減少を供給する。しかしながら、もし患者の潜在的PR間隔がほぼ一定であれば、このステップサイズ減退は、より小さくできる。そして同様に後続周期でのAVecの増分もより小さくできる。例えば、N拍のスキャンに続く融合検知及び0.75N0≦N≦1.25N0後に、ブロック442においてAVescが20ミリ秒でなく10ミリ秒だけデクリメントされ、この後、AVescは後続するN脈拍の50%に渡って一定に保たれ1ミリ秒周期でインクリメントされる。これは、融合収縮の間にNのほぼ一定値であり、AVfusより長くかつ近い平均AV遅延を伴う結果である。
【0033】
なお以上の説明において用いた「融合」や「融合収縮」という用語はT波振幅を含む誘発反応が融合か近似融合のいくつかの特性を示すために十分に変化する状況を含む。
【0034】
【発明の効果】
本発明は、改良されたシステムと方法をHOCM患者の2腔ペーシング治療のために提供する。本発明は房室間隔の最大範囲を検出することの改良された態様を含み、ペースメーカーは、患者の心臓と効率的2腔血行力学的に完全な捕捉を最適化するためにペーシングする。本発明はペースメーカーAV遅延がいつ融合収縮に対応するかを発見する新規な方法を含み、それによって正確に、ペーシングパルスの供給の為の捕捉も存在しないペースメーカー周期を被ることのない房室遅延のための許容範囲の最大を検出する。ペーシングパルスの供給の為の捕捉も存在しない事実、感知されたT波振幅をモニターする技術によって、本発明は、延長された房室遅延がいつ融合の開始に対応している値に達するかを検出し、捕捉の減少を防ぐために余裕のある安全を提供する。本発明は、ペースメーカーAVesc範囲の最大値として使用される検出された融合間隔AVfusの関数としてのAVescの変化範囲を最適化するためのアルゴリズムを提供する。
【図面の簡単な説明】
【図1】患者の心臓に接続する植え込み型のペースメーカーを示している本発明のペースメーカーシステムの透視図である。
【図2】ペースメーカーシステムの主要な機能的構成要素と本発明方法のブロック図である。
【図3】本発明に従う同期ペーシング中のステップを示すフローチャートである。
【図4】調査ステップを示している簡単化したフローチャートである。
【図5】サーチとAVescを調整する特殊ルーチンを示す簡単化したフローチャートである。
【図6】本発明の好ましい実施形態に従って調整ステップを実行するためのフローチャートである。
【図7】心室感知の検知に基づくAVesc制御のためのアルゴリズムの結果を示すタイミング図である。
【符号の説明】
6 2腔ペースメーカー
8 ハウジング
9 プログラマー
10 心臓
12 コネクターブロックアセンブリ
14、16 リード
20、21、28、29 電極
302 マイクロコンピューター回路
304 マイクロプロセッサ
308 システムクロック
310、312 基板搭載RAM回路
314 RAM/ROMチップ
316 ピエゾ電気センサー
320 ペーシング回路
322 体動回路
326 基準電圧及びバイアス回路
328 ADC及びマルチプレクサー
330 デジタルコントローラー/タイマー回路
332 RF送受信機
334 アンテナ
336 パワーオンリセット回路
338 水晶発振回路
340 パルス発生出力増幅回路
350 感度調節回路
360 センスアンプ回路[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to cardiac pacing systems and methods, and more particularly to a dual chamber cardiac pacing system and method for delivering ventricular pacing pulses synchronized to atrial signals for patients with hypertrophic obstructive cardiomyopathy.
[0002]
[Prior art and problems to be solved by the invention]
Hypertrophic obstructive cardiomyopathy (HOCM) is characterized by a constricted left ventricular outflow tract (LVOT) that causes a significant increase in the pressure gradient under the aorta. Stenotic LVOT is caused by an increase in the thickness of the ventricular septum and impedes blood flow during a systole period or at the time of cardiac blood extraction.
[0003]
In some cases, symptoms in HOCM patients can be improved using standard drug therapy. However, the literature points out that there are problems with the drugs used for this treatment. It may also be treated with surgical involvement, such as septal resection or mitral valve replacement. However, these surgical treatments have a high mortality rate and have not been able to change the history of this type of disease. “Permanent Pacing As Treatment For Hypertrophic Cardiomyopathy” (see Kenneth M. McDonald et al., American Journal of Cardiology, Vol. 68, pages 108-110, published in July 1991).
[0004]
It is known in the literature that treatment with dual chamber cardiac pacing is effective in saving patients from suffering from HOCM. Modern multimode dual chamber cardiac pacemakers aim to maintain atrioventricular synchrony of the heart that is damaged or dysfunctional and unable to become autonomous. For example, a DDD pacemaker has electrical connections to the atria and ventricles, senses electrical signals in both chambers of the patient's heart, delivers atrial pacing stimuli when there is no signal indicative of natural atrial contraction, Ventricular pacing stimuli are provided when there is no signal indicative of ventricular contraction. This type of dual chamber pacemaker maintains ventricular synchrony of the heart by delivering ventricular pacing pulses at controlled atrioventricular intervals after each atrial event.
[0005]
Studies have shown that patients suffering from HOCM may be saved in a specific mode of two-chamber pacing, in which ventricular pacing pulses are sensed or paced atrial depolarization and delivered synchronously. It is believed that pacing the right ventricular apex before spontaneous atrioventricular heart block conduction activates the left ventricle alters the activity pattern of the ventricular septum. This reduces leftward movement of the septum, thereby reducing LVOT occlusion and subaortic pressure gradient.
[0006]
There is literature that highlights the importance of achieving ventricular capture and uniformly confirms the possible benefits of synchronized AV pacing for HOCM patients. Inducing “complete ventricular capture” is important to obtain the septal motion described above, but selecting the longest atrioventricular delay to achieve complete ventricular capture will reduce the atrial contribution to ventricular filling. It is important to maximize. See U.S. Application No. 08 / 214,933 (Filing Date March 17, 1994, Title of Methodology For Dual Chamber Cardiac Pacing). The delivered pacing pulse should provide “pre-excitation”, ie depolarization of the ventricular apex in front of the septum. It has been generally recognized that this altered septal contraction pattern is important not only for optimal left ventricular filling, but also for this mode of pacemaker therapy. Also, supplying such synchronized atrioventricular pacing to HOCM patients seems to establish a long-term effect, i.e., an effect that remains after pacing pauses. This is because such atrioventricular pacing causes a decrease in LVOT obstruction that persists in sinus rhythm after pacing cessation.
[0007]
The literature indicates that the AV replacement systolic interval should be set to the longest duration that maintains ventricular capture at different exercise levels. See the above McDonald paper. It has been pointed out that the AV replacement contraction interval allowed for maximum premature ventricular excitation by pacing pulses can be selected by determining the AV replacement contraction interval that results in the widest pacing QRS complex duration. . Vol. 8 Circulation of such Fananapazir, No. 6, June 1992, reference is made to the "Impact of Dual Chamber Permanent Pacing in Patients With Obstructive Hypertrophic Cardiomyopathy With Symptoms Refractoryto Verapamil and B-Adrenergic Blocker Therapy" by the pp. 2149-2161 I want.
[0008]
Pacemakers are known that periodically check to determine the intrinsic AV conduction time (AVC) value and subtract the ventricular sensing offset interval (VSO) therefrom to obtain an AV replacement contraction interval. After the ventricular depolarization waveform resulting from complete capture is found and recorded for comparison, the AV supplemental contraction interval is set to an extended value depending on the outcome of one or more ventricular sensing events. The AVC value is determined as the time difference between the atrial event and the sensed R wave. After this, the pacemaker AV supplementary contraction interval is further reduced until the pacemaker finds an R-wave with a waveform indicating good capture. The difference between the AVC and AV capture values is USO, after which the pacemaker sets AV = AVC-VSO.
[0009]
The prior art for synchronous pacing of HOCM patients recognizes the need to periodically evaluate atrioventricular delay or AV replacement contraction intervals. The patient's spontaneous atrioventricular heart block conduction time varies with heart rate, eg, when changing from rest to exercise. In addition, concurrent drug treatments such as beta blockers may alter AV conduction time and require updated assessments for atrioventricular delay. To ensure complete ventricular capture, if the atrioventricular delay is adjusted to a too short value, the atrial contribution to ventricular filling is compromised. However, if the AV replacement systolic interval is adjusted to a too large value, ventricular capture may be impaired and ventricular pacing may be lost or ventricular pacing may not contribute to the most desirable reduction in LVOT obstruction. Absent. Therefore, in this treatment, the development of a natural heartbeat that results in an AV delay that is too long to be effected by the delivered ventricular pacing pulse in order to be able to continuously adjust the AV replacement contraction interval. It is important to ensure that the intrinsic AV conduction time is safely positioned at a short value while avoiding.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
The present invention provides an apparatus and method that utilizes ventricular fusion contraction detection as the basis for an automatic AV delay algorithm for dual chamber pacing therapy in HOCM patients. When the atrioventricular interval of a dual chamber pacemaker is set to approximately the same value as the natural conduction time, ventricular pacing pulses occur simultaneously with the natural R wave, resulting in a condition known as “fusion”. This condition is not necessarily harmful, but has been viewed as undesirable because the energy of the pacing pulse is wasted in the heart tissue and does not respond to the pacing pulse. When fusion occurs, the shape of the resulting R wave is different from the result of maximum capture with the natural QRS complex waveform and the supplied pacing pulses. This form change includes a change in the frequency content of the R wave and the T wave. Also, the amplitude of the T wave induced by the pacing pulse decreases when fusion is achieved. The amplitude of the T wave after natural ventricular depolarization (VS) is too low to be sensed by a T wave sense amplifier. Thus, if a continuous ventricular stimulation pulse is supplied with an atrioventricular delay that increases continuously towards the intrinsic atrioventricular interval, a change in T-wave morphology, particularly a decrease in T-wave amplitude, may occur. Can be observed as it approaches the value causing fusion shrinkage. Accordingly, a pacemaker is provided that monitors the T-wave response as an indicator of when and as the atrioventricular delay corresponding to the intrinsic PR interval (AVC) approximately offset minus approaches the value at which fusion occurs (AVfus). be able to. The pacemaker uses this information to adjust the pacemaker AV supplementary systolic interval (AVesc) to deliver a ventricular pacing pulse shortly before fusion occurs. Ventricular pacing pulses appearing during a fusion beat do not provide maximum capture and it is desirable to use the start of fusion as the dynamic maximum range of AVesc used by the pacemaker.
[0009]
Thus, in the same method as the pacemaker device of the present invention, the pacemaker uses an algorithm that adjusts the atrioventricular delay within the maximum range of AVfus to maximize complete ventricular capture. In order to adapt AVesc to maintain optimal early excitement, the pacemaker is programmed to increase atrioventricular delay until the onset of ventricular fusion is detected. Following ventricular fusion detection or the start of fusion, AVesc is immediately reduced to a value that guarantees complete ventricular capture, and subsequently AVesc is increased with each pulse until ventricular fusion is detected again. By using ventricular fusion as a control variable to tune AVesc, continuous, automatic adjustment of AVesc is provided, with continuous capture by pacing pulses other than in the case of almost complete fusion initiation capture, Retain AVesc within a dynamic range less than intrinsic atrioventricular conduction. In this device, the pacemaker of the present invention provides an optimal atrioventricular delay for ventricular filling, while eliminating the need to suffer from a sensed ventricular event or multiple fusion contractions, thereby Maximize the effectiveness of pacing therapy for HOCM patients.
[0010]
Preferably, the driving variable for adjusting AVesc is T-wave detection. The device of the present invention monitors the T-wave amplitude, determines whether this T-wave amplitude falls by an absolute or relative amount sufficient to indicate a T-wave detection failure, and indicates fusion or fusion start To do. The pacemaker first responds to establish an aggressive decrease in AVesc, for example 20 ms, and then executes a program to increment AVesc during successive pacemaker cycles, towards the AVfus prior measured value. To return. Preferably, as AVesc approaches the pre-determined value of AVfus, AVesc is increased in shorter increments, thereby maximizing the number of pacing pulses delivered before the end of the intrinsic atrioventricular conduction period.
[0011]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 shows the exterior structure of a dual chamber pacemaker 6 having a hermetically sealed housing 8 and generally made of a biocompatible metal such as titanium. A
[0012]
Similarly, lead 14 represents a ventricular bipolar pacing lead carrying two
[0013]
As discussed in this application, the preferred example of pacemaker 6 operates in DDD or DDDR pacing mode, pacing pulses are sent to the atria and ventricles, and atrial and ventricular depolarizations occur in the chamber where they are detected: It is effective in suppressing the supply of scheduled pacing pulses. DDDR can be used for patients with drug-induced chronotropic incompetence. The present invention appears to be optimal for pacemakers operating in DDD or DDDR pacing mode. Also, in some patients, devices in VDD or DVI modes that only deliver ventricular pacing pulses that are synchronized only to sensed atrial depolarization, or only deliver atrial pacing pulses based on the patient's specific potential cardiac condition, respectively. It is effective in operating. However, DDD or DDDR mode is the most widely used mode for implementing the present invention.
[0014]
FIG. 2 is a block functional diagram of the pacemaker shown in FIG. 1 as connected to the
[0015]
In general, the pacemaker is divided into a
[0016]
The digital controller /
[0017]
In the embodiment shown in FIG. 2, to enable the delivery of rate-responsive pacing, the pacemaker includes a
[0018]
Transmission between the external programmer 9 shown in FIG. 2 is made by an
[0019]
The
[0020]
The circuit of FIG. 2 is exemplary and corresponds to the general functional configuration of most commercially available microprocessor controlled cardiac pacemakers. The present invention can easily implement the software stored in
[0021]
Referring to FIGS. 3-5, there is shown a general flow chart of the processing steps taken by the pacemaker of the present invention to perform the method of adjusting AVesc for optimal synchronized pacing of the ventricle to provide HOCM therapy. The steps of this flowchart are executed by the
[0022]
At
[0023]
If there is an AVesc timeout at
[0024]
Although the preferred embodiment monitors atrioventricular data and adjusts AVesc for each pacemaker cycle, in the present invention these steps can be performed on other periodic or programmed basis.
[0025]
Referring to FIG. 6, a simple flowchart of the steps performed corresponding to block 422 is shown.
[0026]
Referring to FIG. 5, a simple flowchart summarizing a simple routine for adjusting AV as well as scanning and searching is shown. At
[0027]
Referring to FIG. 6, there is shown a more detailed flowchart of the apparatus and method of the present invention corresponding to
[0028]
As mentioned above, characteristics of T-waves other than amplitude can be used to detect the start of fusion. When AVesc approaches AVfus, the frequency characteristics and form of the T wave change. Therefore, the present invention can be implemented by monitoring one or more characteristics of the T wave, such as duration or slope. Similarly, the stimulus and R wave morphology for the induced R wave duration changes significantly in fusion and can be used as a control variable.
[0029]
Referring to FIG. 7A, based on the detection of a sensed ventricular event, the results of a pacemaker algorithm that does not take advantage of the present invention are shown, and the intrinsic PR until obtaining a sensed ventricular signal (VS). This algorithm throughout the interval scans for AV delay. Thereafter, the atrioventricular delay is decremented and the investigation is repeated. As shown, this occurs as a result of a periodic decrease in capture at points where the HOCM patient does not benefit from premature excitement due to pacing pulses. In contrast, FIG. 7B shows a scanning algorithm according to the present invention, in which the pacemaker detects fusion with an atrioventricular delay that is slightly shorter than the intrinsic PR interval. FIG. 7 (B) shows a relatively constant intrinsic PR interval, each time the fusion is detected by the absence of waves or a significant decrease, and the algorithm is AV in a predetermined amount, eg 20 ms. Indicates the situation of decrementing. In this embodiment, at
[0030]
In one embodiment of the invention, the pacemaker is programmed to count the scan period, ie, count N, in which AVesc is incremented as an action in
[0031]
Referring to FIG. 7 (D, the patient's intrinsic PR interval is shown to be longer during recovery from exercise, and it can be seen that the number of cycles N between the two fusion contractions is increased. According to another embodiment, when N exceeds a fixed percentage of reference N (eg, N ≧ 1.25N0), the algorithm increases the step size of the atrioventricular increment (eg, from 1 ms / beat to 2). The algorithm recovers to a smaller step size increment when it is detected that N again falls within 25% of N0, so the counting period technique during fusion contraction tracks AVfus. However, there is a specific embodiment where the f2 function is adjusted to increment AVesc at
[0032]
In the present invention, other alternative programs for adjusting AVesc to maximize atrioventricular delay for optimal filling, while avoiding making AVesc too long so that capture is occasionally missed Is possible. The purpose of any alternative algorithm is to maintain optimal atrioventricular delay for blood circulation while the patient's potential rate and intrinsic PR interval are changing, while maximizing It is to ensure capture. FIG. 7E shows, in an alternative algorithm example, a different f1 that decrements AVesc following the fusion and a different f2 that increments AVfus after the fusion. In this example, the f1 function provides an automatic step reduction of AVec upon detection of fusion. However, this step size reduction can be made smaller if the patient's potential PR interval is approximately constant. Similarly, the increment of AVec in the subsequent period can be made smaller. For example, after fusion detection following an N-beat scan and 0.75N0 ≦ N ≦ 1.25N0, AVesc is decremented by 10 milliseconds instead of 20 milliseconds at
[0033]
It should be noted that the terms “fusion” and “fusion contraction” used in the above description include situations where the evoked response, including T-wave amplitude, changes sufficiently to exhibit some characteristics of fusion or approximate fusion.
[0034]
【The invention's effect】
The present invention provides an improved system and method for dual chamber pacing treatment of HOCM patients. The present invention includes an improved aspect of detecting the maximum range of the atrioventricular interval, and the pacemaker paces to optimize the patient's heart and efficient two-chamber hemodynamically complete capture. The present invention includes a novel method for discovering when a pacemaker AV delay corresponds to a fusion contraction, thereby accurately detecting an atrioventricular delay that does not suffer from a pacemaker cycle without the capture for delivery of a pacing pulse. Detect the maximum allowable range for. With the fact that there is no capture for delivery of pacing pulses, the technique of monitoring the sensed T-wave amplitude allows the present invention to determine when the prolonged atrioventricular delay reaches a value corresponding to the onset of fusion. Provide ample safety to detect and prevent loss of capture. The present invention provides an algorithm for optimizing the range of change in AVesc as a function of the detected fusion interval AVfus used as the maximum of the pacemaker AVesc range.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a perspective view of a pacemaker system of the present invention showing an implantable pacemaker connected to the heart of a patient.
FIG. 2 is a block diagram of the main functional components of the pacemaker system and the method of the present invention.
FIG. 3 is a flowchart illustrating steps during synchronous pacing in accordance with the present invention.
FIG. 4 is a simplified flowchart showing a survey step.
FIG. 5 is a simplified flowchart illustrating a special routine for adjusting search and AVesc.
FIG. 6 is a flow chart for performing an adjustment step according to a preferred embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a timing diagram showing the results of an algorithm for AVesc control based on detection of ventricular sensing.
[Explanation of symbols]
6 Two-chamber pacemaker
8 Housing
9 Programmer
10 heart
12 Connector block assembly
14,16 lead
20, 21, 28, 29 electrodes
302 Microcomputer circuit
304 microprocessor
308 System clock
310, 312 Board mounted RAM circuit
314 RAM / ROM chip
316 Piezoelectric sensor
320 Pacing circuit
322 Body movement circuit
326 Reference voltage and bias circuit
328 ADC and multiplexer
330 Digital Controller / Timer Circuit
332 RF transceiver
334 antenna
336 Power-on reset circuit
338 Crystal oscillation circuit
340 Pulse generation output amplifier circuit
350 Sensitivity adjustment circuit
360 sense amplifier circuit
Claims (11)
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US08/395,372 | 1995-02-21 | ||
US08/395,372 US5534016A (en) | 1995-02-21 | 1995-02-21 | Dual chamber pacing system and method utilizing detection of ventricular fusion for adjustment of the atrial-ventricular delay as therapy for hypertrophic obstructive cardiomyopathy |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH08243177A JPH08243177A (en) | 1996-09-24 |
JP3763105B2 true JP3763105B2 (en) | 2006-04-05 |
Family
ID=23562769
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP05702396A Expired - Fee Related JP3763105B2 (en) | 1995-02-21 | 1996-02-21 | Two-chamber pacing system |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5534016A (en) |
EP (1) | EP0728497B1 (en) |
JP (1) | JP3763105B2 (en) |
DE (1) | DE69625103T2 (en) |
Families Citing this family (94)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5626620A (en) * | 1995-02-21 | 1997-05-06 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacing system and method with continual adjustment of the AV escape interval so as to maintain optimized ventricular pacing for treating cardiomyopathy |
CA2204615C (en) * | 1995-09-29 | 2003-10-07 | Michael F. Hess | Adaptive search av and auto pvarp adaptation to same with additional benefit |
US5716383A (en) * | 1996-02-28 | 1998-02-10 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacing system and method with continual adjustment of the AV escape interval so as to maintain optimized ventricular pacing for treating cardiomyopathy |
US6285908B1 (en) * | 1996-05-14 | 2001-09-04 | Pacesetter, Inc. | Implantable stimulation device and method for determining atrial autocapture using programmable AV delay |
US5713930A (en) * | 1996-11-06 | 1998-02-03 | Vitatron Medical, B.V. | Dual chamber pacing system and method with control of AV interval |
SE9700396D0 (en) | 1997-02-05 | 1997-02-05 | Pacesetter Ab | Heart stimulating device |
DE19758109A1 (en) * | 1997-12-17 | 1999-06-24 | Biotronik Mess & Therapieg | Heart stimulator, e.g. adaptive pacemaker |
US7158830B2 (en) * | 1998-05-08 | 2007-01-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for optimizing stroke volume during DDD resynchronization therapy using adjustable atrio-ventricular delays |
US7110817B2 (en) * | 1998-05-08 | 2006-09-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for optimizing ventricular synchrony during DDD resynchronization therapy using adjustable atrio-ventricular delays |
US6324427B1 (en) * | 1999-01-26 | 2001-11-27 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device having T-wave discrimination of fusion events during autocapture/autothreshold assessment |
US7203535B1 (en) | 1999-04-01 | 2007-04-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for classifying tachycardia arrhythmias having 1:1 atrial-to-ventricular rhythms |
US7181278B2 (en) | 1999-05-21 | 2007-02-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apparatus and method for ventricular rate regularization |
US6351669B1 (en) | 1999-05-21 | 2002-02-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system promoting atrial pacing |
US7062325B1 (en) | 1999-05-21 | 2006-06-13 | Cardiac Pacemakers Inc | Method and apparatus for treating irregular ventricular contractions such as during atrial arrhythmia |
US6501988B2 (en) | 2000-12-26 | 2002-12-31 | Cardiac Pacemakers Inc. | Apparatus and method for ventricular rate regularization with biventricular sensing |
US7142918B2 (en) | 2000-12-26 | 2006-11-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apparatus and method for pacing mode switching during atrial tachyarrhythmias |
US6430438B1 (en) | 1999-05-21 | 2002-08-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system with atrial shock timing optimization |
US7212860B2 (en) | 1999-05-21 | 2007-05-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apparatus and method for pacing mode switching during atrial tachyarrhythmias |
US8064997B2 (en) | 1999-05-21 | 2011-11-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for treating irregular ventricular contractions such as during atrial arrhythmia |
US6285907B1 (en) | 1999-05-21 | 2001-09-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System providing ventricular pacing and biventricular coordination |
SE9903205D0 (en) * | 1999-09-09 | 1999-09-09 | Pacesetter Ab | Pacemaker |
US6507756B1 (en) | 2000-04-03 | 2003-01-14 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacing system having time-adaptive AV delay |
US6640135B1 (en) * | 2000-04-06 | 2003-10-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apparatus and method for spatially and temporally distributing cardiac electrical stimulation |
US6363278B1 (en) * | 2000-04-14 | 2002-03-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system with staggered pulses for coordination therapy |
US7239914B2 (en) | 2000-05-13 | 2007-07-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Rate smoothing control |
US6501987B1 (en) | 2000-05-26 | 2002-12-31 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Rate smoothing control |
US7039461B1 (en) | 2000-05-13 | 2006-05-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac pacing system for prevention of ventricular fibrillation and ventricular tachycardia episode |
US8512220B2 (en) | 2000-05-26 | 2013-08-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Rate smoothing control |
US6424865B1 (en) | 2000-07-13 | 2002-07-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Ventricular conduction delay trending system and method |
US6829504B1 (en) * | 2000-09-14 | 2004-12-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for preventing recurrence of atrial tachyarrhythmia |
US6512951B1 (en) | 2000-09-14 | 2003-01-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Delivery of atrial defibrillation shock based on estimated QT interval |
US6587723B1 (en) * | 2000-10-17 | 2003-07-01 | Pacesetter, Inc. | Method and system for automatically measuring capture threshold in an implantable cardiac stimulation device |
FR2816218B1 (en) | 2000-11-08 | 2003-05-09 | Ela Medical Sa | IMPLANTABLE ACTIVE MEDICAL DEVICE, IN PARTICULAR CARDIAC PACEMAKER, DEFIBRILLATOR, CARDIOVERTER OR MULTI-SITE DEVICE, COMPRISING MEANS FOR DETECTION OF A RISK OF FUSION SITUATION |
US6957100B2 (en) * | 2000-12-26 | 2005-10-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for display of cardiac event intervals in a resynchronization pacemaker |
US20020087198A1 (en) | 2000-12-29 | 2002-07-04 | Kramer Andrew P. | Apparatus and method for ventricular rate regularization |
US6597951B2 (en) | 2001-03-16 | 2003-07-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic selection from multiple cardiac optimization protocols |
US6643547B2 (en) * | 2001-03-30 | 2003-11-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and device for sensing atrial depolarizations during ventricular tachycardia |
US6628988B2 (en) | 2001-04-27 | 2003-09-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apparatus and method for reversal of myocardial remodeling with electrical stimulation |
US6654637B2 (en) | 2001-04-30 | 2003-11-25 | Medtronic, Inc. | Method and system for ventricular fusion prevention |
FR2829030B1 (en) * | 2001-08-28 | 2005-04-01 | Ela Medical Sa | IMPLANTABLE ACTIVE MEDICAL DEVICE, IN PARTICULAR CARDIAC STIMULATOR, DEFIBRILLATOR, CARDIOVECTOR OR MULTISITE DEVICE, COMPRISING ADJUSTING MEANS CYCLE CYCLE OF STIMULATION AMPLITUDE |
US7113823B2 (en) * | 2001-10-26 | 2006-09-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Morphology-based optimization of cardiac resynchronization therapy |
US7286876B2 (en) * | 2001-10-26 | 2007-10-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Template-based capture verification for multi-site pacing |
US7177689B2 (en) * | 2001-10-26 | 2007-02-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for capture verification and threshold determination |
US6650931B1 (en) | 2001-11-14 | 2003-11-18 | Pacesetter, Inc. | System and method of automatically determining the onsets and ends of cardiac events and far-field signals |
US6625490B1 (en) | 2001-11-14 | 2003-09-23 | Pacesetter, Inc. | System and method of automatically adjusting sensing parameters based on temporal measurement of cardiac events |
US6832113B2 (en) | 2001-11-16 | 2004-12-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Non-invasive method and apparatus for cardiac pacemaker pacing parameter optimization and monitoring of cardiac dysfunction |
US6810284B1 (en) * | 2001-11-21 | 2004-10-26 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation system and method for monitoring diastolic function |
US6973349B2 (en) | 2001-12-05 | 2005-12-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for minimizing post-infarct ventricular remodeling |
US6832112B1 (en) | 2001-12-28 | 2004-12-14 | Pacesetter, Inc. | Method of adjusting an AV and/or PV delay to improve hemodynamics and corresponding implantable stimulation device |
US6915160B2 (en) * | 2002-02-08 | 2005-07-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Dynamically optimized multisite cardiac resynchronization device |
US7158827B2 (en) * | 2002-04-22 | 2007-01-02 | Medtronic, Inc. | Ventricular rate stabilization |
US7206634B2 (en) * | 2002-07-26 | 2007-04-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for optimizing cardiac pumping performance |
US6965797B2 (en) | 2002-09-13 | 2005-11-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for assessing and treating myocardial wall stress |
US7215998B2 (en) * | 2003-01-06 | 2007-05-08 | Medtronic, Inc. | Synchronous pacemaker with AV interval optimization |
US7013176B2 (en) * | 2003-01-28 | 2006-03-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for setting pacing parameters in cardiac resynchronization therapy |
US9002452B2 (en) | 2003-11-07 | 2015-04-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electrical therapy for diastolic dysfunction |
US7184835B2 (en) * | 2003-12-12 | 2007-02-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for adjustable AVD programming using a table |
US7215997B2 (en) * | 2003-12-22 | 2007-05-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Dynamic device therapy control for treating post myocardial infarction patients |
US7412287B2 (en) * | 2003-12-22 | 2008-08-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic sensing vector selection for morphology-based capture verification |
US7123960B2 (en) * | 2003-12-22 | 2006-10-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for delivering cardiac resynchronization therapy with variable atrio-ventricular delay |
US7181284B2 (en) * | 2004-03-17 | 2007-02-20 | Medtronic, Inc. | Apparatus and methods of energy efficient, atrial-based Bi-ventricular fusion-pacing |
US7616994B2 (en) * | 2004-05-24 | 2009-11-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Fast post-antitachycardia pacing redetection algorithm |
US7676261B2 (en) * | 2004-09-30 | 2010-03-09 | General Electric Company | Method and system for enhancing pace pulses |
US7366567B2 (en) * | 2005-03-23 | 2008-04-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method for treating myocardial infarction |
US7555340B2 (en) * | 2005-04-01 | 2009-06-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electrogram morphology-based CRT optimization |
US8214041B2 (en) * | 2005-04-19 | 2012-07-03 | Medtronic, Inc. | Optimization of AV intervals in single ventricle fusion pacing through electrogram morphology |
US7922669B2 (en) | 2005-06-08 | 2011-04-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Ischemia detection using a heart sound sensor |
US8108034B2 (en) | 2005-11-28 | 2012-01-31 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for valvular regurgitation detection |
US8046069B2 (en) * | 2005-12-22 | 2011-10-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for control of cardiac therapy using non-invasive hemodynamic sensor |
US7780606B2 (en) | 2006-03-29 | 2010-08-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Hemodynamic stability assessment based on heart sounds |
US7869871B2 (en) | 2006-03-31 | 2011-01-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pacing therapy for diastolic heart failure |
US7894897B1 (en) * | 2006-05-03 | 2011-02-22 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device providing enhanced capture threshold management in the presence of fusion beats and method |
US8046070B2 (en) * | 2006-11-07 | 2011-10-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pre-excitation pacing for treatment of hypertension |
WO2009075749A1 (en) * | 2007-12-11 | 2009-06-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lv unipolar sensing or pacing vector |
EP2231004B1 (en) | 2007-12-13 | 2018-01-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Supraventricular tachy sensing vector |
JP2011519665A (en) * | 2008-05-08 | 2011-07-14 | カーディアック ペースメイカーズ, インコーポレイテッド | Atrioventricular delay time calculation system |
US8204593B2 (en) * | 2009-10-29 | 2012-06-19 | Medtronic, Inc. | Identification and treatment of junctional rhythms |
US9132275B2 (en) | 2010-11-18 | 2015-09-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic determination of chronotropic incompetence using atrial pacing at rest |
US9020596B2 (en) | 2011-07-15 | 2015-04-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Management of fusion beat detection during capture threshold determination |
US9789319B2 (en) | 2013-11-21 | 2017-10-17 | Medtronic, Inc. | Systems and methods for leadless cardiac resynchronization therapy |
EP3768160B1 (en) | 2018-03-23 | 2023-06-07 | Medtronic, Inc. | Vfa cardiac therapy for tachycardia |
US11235159B2 (en) | 2018-03-23 | 2022-02-01 | Medtronic, Inc. | VFA cardiac resynchronization therapy |
JP2021518208A (en) | 2018-03-23 | 2021-08-02 | メドトロニック,インコーポレイテッド | AV Synchronized VfA Cardiac Treatment |
US10596383B2 (en) | 2018-04-03 | 2020-03-24 | Medtronic, Inc. | Feature based sensing for leadless pacing therapy |
CN112770807A (en) | 2018-09-26 | 2021-05-07 | 美敦力公司 | Capture in atrial-to-ventricular cardiac therapy |
US11951313B2 (en) | 2018-11-17 | 2024-04-09 | Medtronic, Inc. | VFA delivery systems and methods |
US11679265B2 (en) | 2019-02-14 | 2023-06-20 | Medtronic, Inc. | Lead-in-lead systems and methods for cardiac therapy |
US11697025B2 (en) | 2019-03-29 | 2023-07-11 | Medtronic, Inc. | Cardiac conduction system capture |
US11213676B2 (en) | 2019-04-01 | 2022-01-04 | Medtronic, Inc. | Delivery systems for VfA cardiac therapy |
US11712188B2 (en) | 2019-05-07 | 2023-08-01 | Medtronic, Inc. | Posterior left bundle branch engagement |
US11305127B2 (en) | 2019-08-26 | 2022-04-19 | Medtronic Inc. | VfA delivery and implant region detection |
US11813466B2 (en) | 2020-01-27 | 2023-11-14 | Medtronic, Inc. | Atrioventricular nodal stimulation |
US11911168B2 (en) | 2020-04-03 | 2024-02-27 | Medtronic, Inc. | Cardiac conduction system therapy benefit determination |
US11813464B2 (en) | 2020-07-31 | 2023-11-14 | Medtronic, Inc. | Cardiac conduction system evaluation |
Family Cites Families (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0237767B1 (en) * | 1986-03-19 | 1993-09-01 | Telectronics N.V. | Rate responsive pacing using the ventricular gradient |
US4969464A (en) * | 1988-03-25 | 1990-11-13 | Telectronics N.V. | Pacemaker with improved automatic output regulation |
US4880004A (en) * | 1988-06-07 | 1989-11-14 | Intermedics, Inc. | Implantable cardiac stimulator with automatic gain control and bandpass filtering in feedback loop |
US5334220A (en) * | 1992-11-13 | 1994-08-02 | Siemens Pacesetter, Inc. | Dual-chamber implantable pacemaker having an adaptive AV interval that prevents ventricular fusion beats and method of operating same |
US5340361A (en) * | 1992-11-13 | 1994-08-23 | Siemens Pacesetter, Inc. | Implantable pacemaker having adaptive AV interval adoptively shortened to assure ventricular pacing |
US5507782A (en) * | 1994-03-17 | 1996-04-16 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for dual chamber cardiac pacing |
US5527347A (en) * | 1995-02-21 | 1996-06-18 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacing system and method with automatic adjustment of the AV escape interval for treating cardiomyopathy |
US5514163A (en) * | 1995-02-21 | 1996-05-07 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacing system and method with optimized adjustment of the AV escape interval for treating cardiomyopathy |
-
1995
- 1995-02-21 US US08/395,372 patent/US5534016A/en not_active Expired - Lifetime
-
1996
- 1996-02-16 DE DE69625103T patent/DE69625103T2/en not_active Expired - Lifetime
- 1996-02-16 EP EP96102387A patent/EP0728497B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1996-02-21 JP JP05702396A patent/JP3763105B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE69625103T2 (en) | 2003-11-13 |
DE69625103D1 (en) | 2003-01-16 |
EP0728497B1 (en) | 2002-12-04 |
EP0728497A3 (en) | 1998-05-20 |
JPH08243177A (en) | 1996-09-24 |
US5534016A (en) | 1996-07-09 |
EP0728497A2 (en) | 1996-08-28 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP3763105B2 (en) | Two-chamber pacing system | |
EP0812222B1 (en) | Dual chamber pacing system with optimized adjustment of the av escape interval for treating cardiomyopathy | |
EP0810894B1 (en) | Dual chamber pacing system with automatic adjustment of the av escape interval for treating cardiomyopathy | |
US5507782A (en) | Method and apparatus for dual chamber cardiac pacing | |
US5716383A (en) | Dual chamber pacing system and method with continual adjustment of the AV escape interval so as to maintain optimized ventricular pacing for treating cardiomyopathy | |
US5713930A (en) | Dual chamber pacing system and method with control of AV interval | |
US5749906A (en) | Dual chamber pacing system and method with continual adjustment of the AV escape interval so as to maintain optimized ventricular pacing for treating cardiomyopathy | |
US5814077A (en) | Pacemaker and method of operating same that provides functional atrial cardiac pacing with ventricular support | |
US7831303B2 (en) | Cardiac pacing apparatus and method for continuous capture management | |
US5800467A (en) | Cardio-synchronous impedance measurement system for an implantable stimulation device | |
JP4044823B2 (en) | Apparatus for testing stimulation threshold energy in the heart | |
JPH06510937A (en) | Automatic cardiac capture recovery and threshold detection method and device | |
EP1620175B1 (en) | Apparatus for atrioventricular search | |
JPH06205846A (en) | Dual-chamber pacemaker and its actuating method |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20050426 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20050726 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20051026 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20051206 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20060106 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090127 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100127 Year of fee payment: 4 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110127 Year of fee payment: 5 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110127 Year of fee payment: 5 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120127 Year of fee payment: 6 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130127 Year of fee payment: 7 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |